JPH08288120A - Static magnetic field generating magnet and mri system - Google Patents
Static magnetic field generating magnet and mri systemInfo
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- JPH08288120A JPH08288120A JP8026953A JP2695396A JPH08288120A JP H08288120 A JPH08288120 A JP H08288120A JP 8026953 A JP8026953 A JP 8026953A JP 2695396 A JP2695396 A JP 2695396A JP H08288120 A JPH08288120 A JP H08288120A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、アクティブ磁気シール
ドを有する静磁界発生磁石及びＭＲＩシステムに関す
る。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a static magnetic field generating magnet having an active magnetic shield and an MRI system.
【０００２】[0002]
【従来の技術】ＭＲＩシステムに備わる、静磁界発生磁
石には、永久磁石、常電導磁石、超電導磁石がある。こ
の種の静磁界発生磁石は、病院の建屋内に設置されるた
め、該磁石からの漏洩磁界を極小にし、周囲環境への磁
気的悪影響をなくす必要がある。そのため該磁石には、
通常の場合、磁気シールドが施されている。現在実用化
されている磁気シールドとしては、ヨーク磁気シール
ド、アクティブ磁気シールド、ハイブリッド磁気シール
ドの３種類がある。これらの中で、アクティブ磁気シー
ルドはシールドのための格別な部材を殆ど要さず、静磁
界発生磁石を軽量化できるため、病院の建屋内に設置す
るのに有利であり、特に高磁界を発生する超電導型静磁
界発生磁石の磁気シールドとして効果的である。2. Description of the Related Art Static magnetic field generating magnets provided in an MRI system include permanent magnets, normal conducting magnets and superconducting magnets. Since this type of static magnetic field generating magnet is installed in the building of a hospital, it is necessary to minimize the leakage magnetic field from the magnet and eliminate the magnetic adverse effect on the surrounding environment. Therefore, in the magnet,
In the usual case, a magnetic shield is applied. There are three types of magnetic shields currently in practical use: a yoke magnetic shield, an active magnetic shield, and a hybrid magnetic shield. Among them, the active magnetic shield requires almost no special member for shielding and can reduce the weight of the static magnetic field generating magnet, which is advantageous for installation in the building of a hospital, and particularly generates a high magnetic field. It is effective as a magnetic shield for a superconducting static magnetic field generating magnet.
【０００３】以下、従来の静磁界発生磁石、その磁気シ
ールド及びＭＲＩシステムの典型例を図を用いて説明す
る。以下の説明においては、静磁界発生磁石は超電導型
静磁界発生磁石である。図７は、特開昭６０−９８３４
４号公報や特開昭６０−１２３７５６号公報に開示され
ているようなアクティブ磁気シールド型磁石の一部を切
断して示す斜視図である。図７において、超電導磁石か
らなる静磁界発生磁石６０は、主磁気を発生させる第１
超電導コイルアセンブリ６１と、その外周に設置され、
上記第１超電導コイルアセンブリ６１と電気的に直列接
続されて第２磁気を発生する第２超電導コイルアセンブ
リ（アクティブ磁気シールド）６２とを備えている。こ
れら第１，第２超電導コイルアセンブリ６１，６２は液
体ヘリウムで満たされた液体ヘリウムタンク６３に収納
されており、４．２Ｋの極低温状態に保持されている。
なお静磁界発生磁石６０は、ＭＲＩシステム用として使
用される場合、磁気の均一性が本質的に重要となる。な
お６４は磁気中心軸、６５は装置中央面、６６は常温ボ
アである。この常温ボア６６は、図示しない被検者が導
入される空間である。A typical example of a conventional static magnetic field generating magnet, its magnetic shield, and an MRI system will be described below with reference to the drawings. In the following description, the static magnetic field generating magnet is a superconducting static magnetic field generating magnet. FIG. 7 shows Japanese Patent Laid-Open No. 60-9834.
FIG. 4 is a perspective view showing a part of an active magnetic shield type magnet as disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 4 and Japanese Patent Laid-Open No. 60-123756. In FIG. 7, a static magnetic field generating magnet 60 composed of a superconducting magnet is used to generate a primary magnetism.
The superconducting coil assembly 61 and the outer periphery thereof are installed,
A second superconducting coil assembly (active magnetic shield) 62 that is electrically connected in series with the first superconducting coil assembly 61 to generate second magnetism is provided. These first and second superconducting coil assemblies 61 and 62 are housed in a liquid helium tank 63 filled with liquid helium, and are kept at a cryogenic temperature of 4.2K.
When the static magnetic field generating magnet 60 is used for an MRI system, magnetic homogeneity is essentially important. Incidentally, 64 is a magnetic center axis, 65 is a central plane of the apparatus, and 66 is a room temperature bore. The room temperature bore 66 is a space into which a subject (not shown) is introduced.
【０００４】図８は、上記第１超電導コイルアセンブリ
６１と第２超電導コイルアセンブリ６２とのコイル配置
関係の一例を示す図である。第１超電導コイルアセンブ
リ６１及び第２超電導コイルアセンブリ６２は、それぞ
れ超電導コイルを６個づつ有している。すなわち、第１
超電導コイルアセンブリ６１は磁気中心軸６４に沿っ
て、この軸６４に垂直な装置中央面６５に対して、それ
ぞれ対称に配置された３組のコイル対ＡとＡ′、Ｂと
Ｂ′、ＣとＣ′を有している。また第２超電導コイルア
センブリ６２は、同様に磁気中心軸６４に沿って、この
軸６４に垂直な装置中央面６５に対して、それぞれ対称
に配置された３組のアクティブコイルＤとＤ′、Ｅと
Ｅ′、ＦとＦ′を有している。FIG. 8 is a diagram showing an example of a coil arrangement relationship between the first superconducting coil assembly 61 and the second superconducting coil assembly 62. Each of the first superconducting coil assembly 61 and the second superconducting coil assembly 62 has six superconducting coils. That is, the first
The superconducting coil assembly 61 has three coil pairs A and A ', B and B', C which are symmetrically arranged along a magnetic center axis 64 with respect to a device center plane 65 perpendicular to the axis 64. It has C '. The second superconducting coil assembly 62 also has three sets of active coils D, D ′, and E, which are also symmetrically arranged along the magnetic center axis 64 with respect to the device center plane 65 perpendicular to the axis 64. And E ', F and F'.
【０００５】上記構成の従来のアクティブ磁気シールド
を有する超電導型静磁界発生磁石は次のように動作す
る。第１超電導コイルアセンブリ６２及び第２超電導コ
イルアセンブリ６２は、対応する高次磁気成分がほぼ同
程度の強度である磁気を発生し、一様な合成磁気を常温
ボア６６の中心部の作用空間内に与える。同時に、第１
超電導コイルアセンブリ６１に流れる電流の方向に対
し、第２超電導コイルアセンブリ６２に流れる電流の方
向が反対になっている。このため、第２超電導コイルア
センブリ６２による磁気は磁石６０の外部で第１超電導
コイルアセンブリ６１による磁気をキャンセルし、漏洩
磁気を低減させる。The superconducting static magnetic field generating magnet having the conventional active magnetic shield having the above structure operates as follows. The first superconducting coil assembly 62 and the second superconducting coil assembly 62 generate magnetism in which the corresponding higher-order magnetic components have substantially the same strength, and generate uniform synthetic magnetism in the working space at the center of the room temperature bore 66. Give to. At the same time, the first
The direction of the current flowing through the second superconducting coil assembly 62 is opposite to the direction of the current flowing through the superconducting coil assembly 61. Therefore, the magnetism due to the second superconducting coil assembly 62 cancels the magnetism due to the first superconducting coil assembly 61 outside the magnet 60 and reduces the leakage magnetism.
【０００６】すなわち、第１，第２超電導コイルアセン
ブリ６１，６２によって発生する磁気を高次磁気成分で
展開すると、まず第１超電導コイルアセンブリ６１は、
次のようになる。That is, when the magnetism generated by the first and second superconducting coil assemblies 61 and 62 is developed by a high-order magnetic component, first, the first superconducting coil assembly 61 is
It looks like this:
【０００７】 Ｂ1 ＝ｂ01＋ｂ11＋ｂ21｜ｂ31｜…… （１） ここでＢ1 は第１超電導コイルアセンブリ６１によって
発生する磁気強度、ｂ01は零次磁気強度、ｂ11は１次磁
気強度、ｂ21は２次磁気強度、ｂ31は３次磁気強度を示
している。また第２超電導コイルアセンブリ６２は、次
のようになる。B1 = b01 + b11 + b21 | b31 | (1) where B1 is the magnetic intensity generated by the first superconducting coil assembly 61, b01 is the zero-order magnetic intensity, b11 is the primary magnetic intensity, and b21 is the secondary magnetic intensity. , B31 indicate the third magnetic intensity. The second superconducting coil assembly 62 is as follows.
【０００８】 Ｂ2 ＝ｂ02＋ｂ12＋ｂ22＋ｂ32＋…… （２） ここで、Ｂ2 は第２超電導コイルアセンブリ６２によっ
て発生する磁気強度、ｂ02は零次磁気強度、ｂ12は１次
磁気強度、ｂ22は２次磁気強度、ｂ32は３次磁気強度を
示している。B2 = b02 + b12 + b22 + b32 + (2) where B2 is the magnetic intensity generated by the second superconducting coil assembly 62, b02 is the zero-order magnetic intensity, b12 is the primary magnetic intensity, b22 is the secondary magnetic intensity, and b32 is Indicates the tertiary magnetic intensity.
【０００９】上記（１），（２）式において、対応する
高次磁気成分ｂ11とｂ12、ｂ21とｂ22、ｂ31とｂ32…は
それぞれほぼ等しくなるので、高次項はほぼ零になり、
常温ボア６６内部では高均一磁界となる。さらに、Ｂ1
とＢ2 とは互いに逆極性の磁気となっているので、磁石
外部では磁気がキャンセルされ、漏洩磁界が低減する。In the above equations (1) and (2), since the corresponding high-order magnetic components b11 and b12, b21 and b22, b31 and b32, etc. are almost equal to each other, the high-order term becomes almost zero,
A highly uniform magnetic field is formed inside the room temperature bore 66. Furthermore, B1
Since B2 and B2 are magnets having opposite polarities, the magnetism is canceled outside the magnet and the leakage magnetic field is reduced.
【００１０】上述した構成の従来の超電導型静磁界発生
磁石には次のような不具合がある。すなわち上記アクテ
ィブ磁気シールドでは、主磁気を発生する第１超電導コ
イルアセンブリ６１の外周に、第１超電導コイルアセン
ブリ６１での電流の方向とは反対方向の電流を流す第２
超電導コイルアセンブリ６２が配置されている。しか
し、常温ボア６６内を高い均一性を有する磁界にするた
めには、第１超電導コイルアセンブリ６１及び第２超電
導コイルアセンブリ６２が発生する磁気の対応する高次
磁気成分をほぼ等しくしなければならないため磁石６０
の長さが非常に長くなってしまう。The conventional superconducting static magnetic field generating magnet having the above-mentioned structure has the following problems. That is, in the above-mentioned active magnetic shield, the second superconducting coil assembly 61 that generates the main magnetism is supplied with a second electric current in a direction opposite to the direction of the electric current in the first superconducting coil assembly 61.
A superconducting coil assembly 62 is arranged. However, in order to create a highly uniform magnetic field in the room temperature bore 66, the corresponding higher order magnetic components of the magnetism generated by the first superconducting coil assembly 61 and the second superconducting coil assembly 62 must be made substantially equal. Magnet 60
Will be very long.
【００１１】特開昭６０−１２３７５６号公報によれ
ば、従来のアクティブ磁気シールドでは１．５Ｔ磁石の
場合、磁石の長さが２．３ｍ、磁石直径が２．３ｍにも
なる。従って、例えば病院への据付を行う場合、磁石６
０を病院内廊下（曲がり角）を経由して移送することが
極めて困難となる。そのため、建屋の部屋を取り壊して
移送スペースを確保したり、当該磁石専用の新建屋を建
造したりしなければならなくなる。According to Japanese Unexamined Patent Publication No. 60-123756, in the case of a 1.5T magnet, the conventional active magnetic shield has a magnet length of 2.3 m and a magnet diameter of 2.3 m. Therefore, for example, when installing in a hospital, the magnet 6
It is extremely difficult to transfer 0 through the corridor (turning corner) in the hospital. Therefore, the room of the building must be demolished to secure a transfer space and a new building dedicated to the magnet must be built.
【００１２】このように従来の超電導型静磁界発生磁石
には、装置寸法が長大であるために、据付が困難である
という実用面での欠点がある。なお、磁石６０が長大で
あると、常温ボア６６内に横たわった患者が強い閉所感
を覚え、拒否反応を示してしまうという不具合もある。As described above, the conventional superconducting static magnetic field generating magnet has a practical drawback that it is difficult to install due to the large size of the device. If the magnet 60 is long, the patient lying in the room temperature bore 66 feels a strong sense of closedness and causes a rejection reaction.
【００１３】また、第１超電導コイルアセンブリ６１及
びその外周部に配置され通流する電流の方向が逆向きで
ある第２超電導コイルアセンブリ６２のみで、対応する
高次磁気成分を打ち消し合うようにしたものであるた
め、高次項を零にすることが本質的に困難であり、大き
な均一磁気空間を達成できないという不具合もある。Further, only the first superconducting coil assembly 61 and the second superconducting coil assembly 62 arranged on the outer periphery of the first superconducting coil assembly 61 in which the directions of the currents flowing in the opposite directions are opposite to each other so that the corresponding higher-order magnetic components are canceled out. Therefore, it is essentially difficult to make the high-order terms zero, and there is also a problem that a large uniform magnetic space cannot be achieved.
【００１４】本発明の目的は、高均一な静磁界を得るこ
とができ、しかも装置のコンパクト化をはかることがで
き、既存の病院建屋に容易に搬入・据付をはかることが
でき、さらに患者に閉所感を与えずに済む、静磁界発生
磁石及び該磁石を用いたＭＲＩシステムを提供すること
にある。The object of the present invention is to obtain a highly uniform static magnetic field, to make the device compact, and to easily carry it in and install it in an existing hospital building, and to make it more patient-friendly. An object of the present invention is to provide a static magnetic field generating magnet and an MRI system using the magnet without giving a feeling of closed place.
【００１５】[0015]
【課題を解決するための手段】このような目的は、次の
ような静磁界発生磁石により達成される。すなわち、小
径コイル及び大径コイルを有し、主磁界を所定領域に発
生する第１コイルアセンブリと、前記主磁界から漏洩す
る漏洩磁界をアクティブシールドするためシールド磁界
を発生する第２コイルアセンブリとを具備する静磁界発
生磁石。Such an object is achieved by the following static magnetic field generating magnet. That is, a first coil assembly having a small-diameter coil and a large-diameter coil for generating a main magnetic field in a predetermined region, and a second coil assembly for generating a shield magnetic field for active shielding of a leakage magnetic field leaking from the main magnetic field are provided. A static magnetic field generating magnet provided.
【００１６】前記小径コイル及び前記大径コイルは、前
記小径コイルから低次磁界成分を前記所定領域に発生し
且つ前記大径コイルから高次磁界成分を前記所定領域に
発生するように、前記第２コイルアセンブリ及び前記所
定領域にとの関係で配置されている。The small-diameter coil and the large-diameter coil are configured to generate a low-order magnetic field component from the small-diameter coil in the predetermined region and a high-order magnetic field component from the large-diameter coil to the predetermined region. The two-coil assembly and the predetermined area are arranged in relation to each other.
【００１７】前記大径コイルは、前記所定領域から離れ
且つ前記小径コイルからも離れた所定部位に配置されて
いるクレーム１の静磁界発生磁石。前記第２コイルアセ
ンブリは、前記所定領域から離れ且つ前記第１コイルア
センブリからも離れた所定部位に配置され、前記大径コ
イルは前記第２コイルアセンブリとの関係で配置されて
いる。The static magnetic field generating magnet according to claim 1, wherein the large-diameter coil is arranged at a predetermined portion apart from the predetermined area and also from the small-diameter coil. The second coil assembly is arranged at a predetermined portion apart from the predetermined region and also apart from the first coil assembly, and the large-diameter coil is arranged in relation to the second coil assembly.
【００１８】前記小径コイル及び前記大径コイルは、前
記所定領域を貫通する磁界中心軸に沿って配置され、前
記大径コイルは、前記所定領域に近接して配置されてい
る。The small-diameter coil and the large-diameter coil are arranged along the magnetic field center axis that penetrates the predetermined region, and the large-diameter coil is arranged in proximity to the predetermined region.
【００１９】前記小径コイルは、前記大径コイルの両側
に配置されている。前記小径コイル及び前記大径コイル
は、前記所定領域を貫通する磁界中心軸に沿って配置さ
れ、前記小径コイルは、前記所定領域に近接して配置さ
れ、前記大径コイルは、前記小径コイルの両側に配置さ
れている。The small-diameter coil is arranged on both sides of the large-diameter coil. The small-diameter coil and the large-diameter coil are arranged along a magnetic field center axis penetrating the predetermined region, the small-diameter coil is arranged in proximity to the predetermined region, and the large-diameter coil is the small-diameter coil It is located on both sides.
【００２０】前記大径コイルは、前記所定領域の中心部
に、前記所定領域に発生した合成磁界のほぼ５％の零次
磁界を生成する。磁石長Ｌと前記所定領域の径Ｄ１との
比Ｌ／Ｄ１が、Ｌ／Ｄ１≦２．１である。The large-diameter coil generates a zero-order magnetic field at the center of the predetermined area, which is approximately 5% of the combined magnetic field generated in the predetermined area. A ratio L / D1 between the magnet length L and the diameter D1 of the predetermined region is L / D1 ≦ 2.1.
【００２１】磁石外径Ｄ２と前記所定領域の径Ｄ１との
比Ｄ１／Ｄ１が、Ｄ２／Ｄ１≦１である。前記第１及び
第２コイルアセンブリは、超電導コイルアセンブリであ
る。The ratio D1 / D1 of the magnet outer diameter D2 and the diameter D1 of the predetermined area is D2 / D1≤1. The first and second coil assemblies are superconducting coil assemblies.
【００２２】また、上記的は、次のような静磁界発生磁
石により達成される。すなわち、被検者導入空間を有す
るコンテナと、このコンテナ内に冷却媒体と共に収容さ
れ、小径コイル及び大径コイルを有し、主磁界を所定領
域に発生する第１コイルアセンブリと、前記コンテナ内
に前記冷却媒体と共に収容され、前記第１コイルアセン
ブリによる前記主磁界から漏洩する漏洩磁界をアクティ
ブシールドするためシールド磁界を発生する第２コイル
アセンブリと、前記コンテナの前記被検者導入空間に配
置された傾斜磁界発生部と、前記コンテナの前記被検者
導入空間に配置されたＲＦユニットと前記傾斜磁界発生
部及び前記ＲＦユニットを制御し、前記ＲＦユニットか
ら得られる磁気共鳴信号に基づき磁気共鳴情報を生成す
る電気ユニットとを具備するＭＲＩシステム。The above object is achieved by the following static magnetic field generating magnet. That is, a container having a space for introducing a subject, a first coil assembly that is housed together with a cooling medium in the container, has a small-diameter coil and a large-diameter coil, and that generates a main magnetic field in a predetermined region, and the container. A second coil assembly that is housed together with the cooling medium and that generates a shield magnetic field to actively shield a leakage magnetic field that leaks from the main magnetic field by the first coil assembly, and is arranged in the subject introduction space of the container. A gradient magnetic field generation unit, an RF unit arranged in the subject introduction space of the container, the gradient magnetic field generation unit and the RF unit are controlled, and magnetic resonance information is obtained based on a magnetic resonance signal obtained from the RF unit. An MRI system comprising a generating electrical unit.
【００２３】前記傾斜磁界発生部により発生された傾斜
磁界をアクティブ・グラディエント・シールドするアク
ティブ・グラディエント・シールドコイル部を更に具備
する。An active gradient shield coil section for active gradient shielding the gradient magnetic field generated by the gradient magnetic field generating section is further provided.
【００２４】本発明における第１コイルアセンブリは、
小径コイル及び大径コイルを有する。この大径コイルは
高次項磁界成分（高次エラー）を補償する。大径コイル
は、コイル中心からの距離が小径コイルよりも遠く、第
２コイルアセンブリに近接した位置に配置していること
により、漏洩磁界の発生が少ない。The first coil assembly according to the present invention is
It has a small diameter coil and a large diameter coil. This large-diameter coil compensates for high-order magnetic field components (high-order errors). The large-diameter coil is farther from the center of the coil than the small-diameter coil, and is arranged in a position close to the second coil assembly, so that a leakage magnetic field is less likely to occur.
【００２５】本発明の静磁界発生磁石は超電導型静磁界
発生磁石に適用される。超電導型静磁界発生磁石におい
ては、第１超電導コイルアセンブリの少なくとも一部
（例えば、中央部位又は両端近傍の大径コイル）を、第
２超電導コイルアセンブリの外周に設けることができ
る。これにより、高次磁気成分を発生するコイルが常温
ボア内の作用空間から遠くなり、常温ボア内に高均一で
広い磁気空間が容易に得られると同時に、磁石の外部で
は漏洩磁界が低減される。さらに磁石長を短くすること
ができるため、既存の病院建屋に容易に搬入・据付する
ことができるとともに、患者の閉所感を低減させ得るも
のとなる。The static magnetic field generating magnet of the present invention is applied to a superconducting static magnetic field generating magnet. In the superconducting static magnetic field generating magnet, at least a part of the first superconducting coil assembly (for example, a large-diameter coil near the central portion or both ends) can be provided on the outer periphery of the second superconducting coil assembly. As a result, the coil that generates the higher-order magnetic component becomes far from the working space in the room temperature bore, and a highly uniform and wide magnetic space can be easily obtained in the room temperature bore, and at the same time, the leakage magnetic field is reduced outside the magnet. . Furthermore, since the magnet length can be shortened, the magnet can be easily loaded and installed in an existing hospital building, and the patient's sense of closure can be reduced.
【００２６】[0026]
【実施の形態】以下、本発明に係る超電導型静磁界発生
磁石の実施形態を図面に従い説明する。図１は、本発明
の第１実施形態に係る超電導型静磁界発生磁石を一部切
断して示す斜視図である。図１において、超電導磁石か
らなる静磁界発生磁石１０は、主磁気となる第１磁気を
発生させる、小径コイル及び大径コイルを有する第１超
電導コイルアセンブリ１１と、第２磁気を発生させる第
２超電導コイルアセンブリ１２（アクティブ磁気シール
ド）とを有している。第２超電導コイルアセンブリ１２
は、第１超電導コイルアセンブリ１１の外周をその一部
を除いて包囲するように配置され、かつ第１超電導コイ
ルアセンブリ１１と電気的に直列に接続されている。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of a superconducting static magnetic field generating magnet according to the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a perspective view showing a partially cut superconducting static magnetic field generating magnet according to a first embodiment of the present invention. In FIG. 1, a static magnetic field generating magnet 10 made of a superconducting magnet includes a first superconducting coil assembly 11 having a small-diameter coil and a large-diameter coil for generating a first magnetism as a main magnetism, and a second magnetism for generating a second magnetism. And a superconducting coil assembly 12 (active magnetic shield). Second superconducting coil assembly 12
Are arranged so as to surround the outer periphery of the first superconducting coil assembly 11 except for a part thereof, and are electrically connected to the first superconducting coil assembly 11 in series.
【００２７】上記した第１超電導コイルアセンブリ１１
と第２超電導コイルアセンブリ１２とは、第１磁気及び
第２磁気における対応する高次磁気成分が、合成するこ
とによってほぼ零になるような磁気を常温ボア１６の内
部空間１７に形成する。また、第２超電導コイルアセン
ブリ１２が発生する第２磁気は、当該磁石の外部におい
て、第１超電導コイルアセンブリ１１が発生する第１磁
気と対向させている。The above-mentioned first superconducting coil assembly 11
The second superconducting coil assembly 12 forms a magnetism in the internal space 17 of the room temperature bore 16 such that the corresponding higher magnetic components in the first magnetism and the second magnetism are combined to be almost zero. The second magnetism generated by the second superconducting coil assembly 12 is opposed to the first magnetism generated by the first superconducting coil assembly 11 outside the magnet.
【００２８】ところで、第１超電導コイルアセンブリ１
１の磁気中心軸１４の軸方向中央部位のコイルは、第２
超電導コイルアセンブリ１２の外周に設けられ大径コイ
ル部Ｖとなっている。そして第１超電導コイルアセンブ
リ１１と第２超電導コイルアセンブリ１２とは、液体ヘ
リウムで満たされた液体ヘリウムタンク１３に収納され
ており、４．２Ｋの極低温状態に保持されている。ま
た、液体ヘリウムタンク１３の外周は熱輻射シールド１
８、多層断熱材１９により包まれ、これら全体は真空容
器２０に収納されている。液体ヘリウムタンク１３を含
む真空容器２０は、被検者導入空間を有するコンテナで
ある。この真空容器２０の内部は高真空に保たれ断熱構
造となっており、４本の真空容器脚部２１〜２４（２４
は不図示）により支持されている。液体ヘリウムタンク
１３を含む真空容器２０は、被検者導入空間を有するコ
ンテナである。この場合、常温ボアは被検者導入空間で
ある。By the way, the first superconducting coil assembly 1
The coil at the central portion in the axial direction of the magnetic center axis 14 of
The large-diameter coil portion V is provided on the outer circumference of the superconducting coil assembly 12. The first superconducting coil assembly 11 and the second superconducting coil assembly 12 are housed in a liquid helium tank 13 filled with liquid helium, and are kept at a cryogenic temperature of 4.2K. Further, the outer periphery of the liquid helium tank 13 has a heat radiation shield 1
8. Wrapped by the multilayer heat insulating material 19, and the whole of these are housed in the vacuum container 20. The vacuum container 20 including the liquid helium tank 13 is a container having a subject introduction space. The inside of the vacuum container 20 is kept in a high vacuum and has a heat insulating structure, and the four vacuum container legs 21 to 24 (24
Are not supported). The vacuum container 20 including the liquid helium tank 13 is a container having a subject introduction space. In this case, the room temperature bore is the subject introduction space.
【００２９】なお、第１超電導コイルアセンブリ１１の
中央部位に位置する大径コイル部Ｖが磁石１０の中心部
に生じさせる零次磁気成分は、合成磁気のほぼ５％とな
るように構成されている。また、磁石１０の長さＬと常
温ボア１６の径Ｄ１との比Ｌ／Ｄ１がＬ／Ｄ１≦２．１
であり、かつ磁石外径Ｄ２と常温ボア径Ｄ１との比Ｄ２
／Ｄ１がＤ２／Ｄ１≦Ｄ２であるように設けられてい
る。The zero-order magnetic component generated in the central portion of the magnet 10 by the large-diameter coil portion V located in the central portion of the first superconducting coil assembly 11 is configured to be approximately 5% of the composite magnetism. There is. Further, the ratio L / D1 between the length L of the magnet 10 and the diameter D1 of the room temperature bore 16 is L / D1 ≦ 2.1.
And the ratio D2 of the magnet outer diameter D2 to the room temperature bore diameter D1.
/ D1 is provided such that D2 / D1 ≦ D2.
【００３０】図２は、各コイルの配置関係により具体的
に示すため、磁気中心軸１４に対して垂直な方向からみ
た断面図である。第１超電導コイルアセンブリ１１は７
個の超電導コイルａ〜ｃ、ａ′〜ｃ′、ｄを有してお
り、第２超電導コイルアセンブリ１２は２個の超電導コ
イルｅ、ｅ′を有している。第１超電導コイルアセンブ
リ１１を構成する小径コイル部Ｗと大径コイル部Ｖとは
磁気中心軸１４に沿って同心的に配置されるとともに、
磁気中心軸１４に垂直な共通中央面１５に対して対称な
位置関係となるように配置されている。すなわち、大径
コイル部Ｖを構成している超電導コイルｄが磁気中心軸
１４に垂直な共通中央面１５に位置しており、小径コイ
ル部Ｗを構成しているコイル対ａとａ′、ｂとｂ′、ｃ
とｃ′がそれぞれ対称に配置されている。第２超電導コ
イルアセンブリ１２は、第１超電導コイルアセンブリ１
１の小径コイル部Ｗの外周を包囲するように配置され、
かつ一対のアクティブコイルｅ、ｅ′が上記共通中央面
１５に対して対称に配置されている。この一対のアクテ
ィブコイルｅ、ｅ′の中間には第１超電導コイルアセン
ブリ１１の中央に位置する大径コイル部Ｖすなわち超電
導コイルｄが第２超電導コイルアセンブリ１２の外周に
介挿されている。FIG. 2 is a sectional view as seen from a direction perpendicular to the magnetic center axis 14 in order to specifically show the arrangement relationship of the coils. The first superconducting coil assembly 11 has 7
The second superconducting coil assembly 12 includes two superconducting coils a to c and a'to c ', d, and two superconducting coils e and e'. The small-diameter coil portion W and the large-diameter coil portion V that form the first superconducting coil assembly 11 are concentrically arranged along the magnetic center axis 14, and
They are arranged so as to have a symmetrical positional relationship with a common center plane 15 perpendicular to the magnetic center axis 14. That is, the superconducting coil d forming the large-diameter coil portion V is located on the common center plane 15 perpendicular to the magnetic center axis 14, and the coil pair a and a ′, b forming the small-diameter coil portion W. And b ', c
And c'are arranged symmetrically. The second superconducting coil assembly 12 is the first superconducting coil assembly 1
1 is arranged so as to surround the outer circumference of the small-diameter coil portion W,
Moreover, a pair of active coils e and e ′ are arranged symmetrically with respect to the common center plane 15. A large-diameter coil portion V located in the center of the first superconducting coil assembly 11, that is, a superconducting coil d, is interposed between the pair of active coils e and e'on the outer periphery of the second superconducting coil assembly 12.
【００３１】図３は、図２に示した第１超電導コイルア
センブリ１１と第２超電導コイルアセンブリ１２とコイ
ル配線図である。図３に示すように、第１超電導コイル
アセンブリ１１の７個の超電導コイルｃ′〜ａ′、ｄ、
ａ〜ｃと、第２超電導コイルアセンブリ１２の２個の超
電導コイルｅ、ｅ′とがすべて直列に接続されている。
そして、第１超電導コイルアセンブリ１１の超電導コイ
ルｃ′の一端及び第２超電導コイルアセンブリ１２の超
電導コイルｅ′の一端は、電源供給端子Ｔ１、Ｔ２にそ
れぞれ接続されている。尚、ＳＷは永久電流スイッチ、
Ｒはクエンチ時のコイル損傷を防止するための保護抵抗
である。FIG. 3 is a coil wiring diagram of the first superconducting coil assembly 11 and the second superconducting coil assembly 12 shown in FIG. As shown in FIG. 3, seven superconducting coils c ′ to a ′, d, of the first superconducting coil assembly 11 are shown.
a to c and the two superconducting coils e and e'of the second superconducting coil assembly 12 are all connected in series.
Then, one end of the superconducting coil c'of the first superconducting coil assembly 11 and one end of the superconducting coil e'of the second superconducting coil assembly 12 are connected to the power supply terminals T1 and T2, respectively. SW is a permanent current switch,
R is a protective resistor for preventing coil damage during quenching.
【００３２】第１超電導コイルアセンブリ１１と第２超
電導コイルアセンブリ１２とによって発生する磁気を高
次磁気成分で展開すると、まず第１超電導コイルアセン
ブリ１１に関しては次のようになる。When the magnetism generated by the first superconducting coil assembly 11 and the second superconducting coil assembly 12 is developed by the high-order magnetic component, the first superconducting coil assembly 11 is as follows.
【００３３】 ＭM ＝（ｂOM＋ｂ0 ′M ）＋（ｂ1M＋ｂ1 ′M ）＋（ｂ2M＋ｂ2 ′M ）＋ （ｂ3M＋ｂ3 ′M ）＋…… （３） ここで、ＢM 、ｂ0M〜ｂ3M、ｂ0 ′M 〜ｂ3 ′M は以下
に示す通りである。MM = (bOM + b0'M) + (b1M + b1'M) + (b2M + b2'M) + (b3M + b3'M) + ... (3) where BM, b0M to b3M, b0'M to b3'M Is as shown below.
【００３４】ＢM ：第１超電導コイルアセンブリ１１に
よって発生する磁気強度 ｂ0M：同コイルアセンブリ１１の小径コイル部Ｗによっ
て発生する零次磁気強度 ｂ0 ′M ：同コイルアセンブリ１１の大径コイル部Ｖに
よって発生する零次磁気強度 ｂ1M：同コイルアセンブリ１１の小径コイル部Ｗによっ
て発生する１次磁気強度 ｂ1 ′M ：同コイルアセンブリ１１の大径コイル部Ｖに
よって発生する１次磁気強度 ｂ2M：同コイルアセンブリ１１の小径コイル部Ｗによっ
て発生する２次磁気強度 ｂ2 ′M ：同コイルアセンブリ１１の大径コイル部Ｖに
よって発生する２次磁気強度 ｂ3 M ：同コイルアセンブリ１１の小径コイル部Ｗによ
って発生する３次磁気強度 ｂ3 ′M ：同コイルアセンブリ１１の大径コイル部Ｖに
よって発生する３次磁気強度。BM: Magnetic strength generated by the first superconducting coil assembly 11 b0M: Zero-order magnetic strength generated by the small diameter coil portion W of the coil assembly 11 b0'M: Generated by the large diameter coil portion V of the coil assembly 11 Zero magnetic intensity b1M: Primary magnetic intensity generated by the small diameter coil portion W of the coil assembly 11 b1'M: Primary magnetic intensity generated by the large diameter coil portion V of the coil assembly 11 b2M: The same coil assembly 11 Secondary magnetic intensity generated by the small-diameter coil portion Wb2'M: secondary magnetic intensity generated by the large-diameter coil portion V of the coil assembly 11 b3M: tertiary generated by the small-diameter coil portion W of the same coil assembly 11 Magnetic strength b3'M: Third-order magnetic strength generated by the large-diameter coil portion V of the coil assembly 11.
【００３５】また、第２超電導コイルアセンブリ１２
（アクティブ磁気シールド）によって発生する磁気を高
次成分で展開すると、次のようになる。 ＢA ＝ｂ0A＋ｂ1A＋ｂ2A＋ｂ3A＋…… （４） ここで、ＢA 、ｂ0A〜ｂ3Aは以下に示す通りである。The second superconducting coil assembly 12
Expanding the magnetism generated by (active magnetic shield) with higher order components, it becomes as follows. BA = b0A + b1A + b2A + b3A + (4) where BA and b0A to b3A are as shown below.
【００３６】ＢA ：第２超電導コイルアセンブリ１２に
よって発生する磁気強度 ｂ0A：同コイルアセンブリ１２によって発生する零次磁
気強度 ｂ1A：同コイルアセンブリ１２によって発生する１次磁
気強度 ｂ2A：同コイルアセンブリ１２によって発生する２次磁
気強度 ｂ3A：同コイルアセンブリ１２によって発生する３次磁
気強度 上記（３）式及び（４）式において、対応する高次成分
は以下のようにすることができる。このとき、高次項は
ほぼ零となり、常温ボア１６の内部（作用空間１７）で
は高均一磁気となる。BA: magnetic intensity generated by the second superconducting coil assembly 12 b0A: zero-order magnetic intensity generated by the coil assembly 12 b1A: primary magnetic intensity generated by the coil assembly 12 b2A: generated by the coil assembly 12 Secondary magnetic intensity b3A: Third-order magnetic intensity generated by the coil assembly 12 In the equations (3) and (4), the corresponding higher-order components can be set as follows. At this time, the higher-order term becomes almost zero, and the inside of the room temperature bore 16 (action space 17) has a highly uniform magnetism.
【００３７】ｂ1M＋ｂ1 ′M −ｂ1A＝０ ｂ2M＋ｂ2 ′M −ｂ2A＝０ ｂ3M＋ｂ3 ′M −ｂ3A＝０ 一方、磁石１０の外側ではＢM とＢA とは互いに逆極性
の磁気となっているので、磁気がキャンセルされ漏洩磁
気が低減する。例えば０．５Ｔ磁石の場合、軸中心コイ
ルｄの中心磁気（零次磁気成分）を０．０２５Ｔ（磁石
合成磁界）とすると、磁石長さを従来の２２００ｍｍか
ら１７００ｍｍに短軸化でき、さらに均一空間を２倍に
することができる。またこのとき磁石外径は１６６５ｍ
ｍから１６００ｍｍに縮小できる。B1M + b1'M-b1A = 0 b2M + b2'M-b2A = 0 b3M + b3'M-b3A = 0 On the other hand, on the outside of the magnet 10, BM and BA are magnets of opposite polarities, so that the magnetism cancels. The leakage magnetism is reduced. For example, in the case of a 0.5T magnet, if the central magnetism (zero-order magnetic component) of the axial center coil d is 0.025T (magnet composite magnetic field), the magnet length can be shortened from the conventional 2200 mm to 1700 mm, and the magnet length can be made more uniform. The space can be doubled. At this time, the outer diameter of the magnet is 1665 m.
It can be reduced from m to 1600 mm.
【００３８】図４を参照して第１実施形態のコイルを用
いたＭＲＩシステムを説明する。ＭＲＩシステムは、常
温ボアである円柱状被検者導入空間２００を有するコン
テナとしての真空容器１０を有する。この真空容器１０
内の液体ヘリウムタンク１３に冷却媒体２０１と共に第
１超電導コイルアセンブリ１１が収容されている。この
第１超電導コイルアセンブリ１１は、小径コイルａ，ａ
´，ｂ，ｂ´，ｃ，ｃ´を有する。また、第１超電導コ
イルアセンブリ１１は、大径コイルｄを有する。第１超
電導コイルアセンブリ１１の各コイルは図３に示すよう
に直列接続され、主磁界を所定領域である被検者導入空
間２００の中心部に発生する。この被検者導入空間２０
０には、図示しない被検者が置かれる。An MRI system using the coil of the first embodiment will be described with reference to FIG. The MRI system has a vacuum container 10 as a container having a cylindrical subject introduction space 200 that is a room temperature bore. This vacuum container 10
The first superconducting coil assembly 11 is accommodated in the liquid helium tank 13 therein together with the cooling medium 201. The first superconducting coil assembly 11 includes small-diameter coils a, a.
′, B, b ′, c, c ′. Further, the first superconducting coil assembly 11 has a large-diameter coil d. The coils of the first superconducting coil assembly 11 are connected in series as shown in FIG. 3, and a main magnetic field is generated in the center of the subject introducing space 200, which is a predetermined region. This patient introduction space 20
An examinee (not shown) is placed at 0.
【００３９】また、真空容器１０内の液体ヘリウムタン
ク１３に冷却媒体２０１と共に第２超電導コイルアセン
ブリ１２が収容されている。この第２超電導コイルアセ
ンブリ１２はコイルｅ，ｅ´を有し、第１超電導コイル
アセンブリ１１による主磁界から漏洩する漏洩磁界をア
クティブシールドするためシールド磁界を発生する。第
１超電導コイルアセンブリ１１と第２超電導コイルアセ
ンブリ１２とは直列接続され、静磁界電源１００により
励磁される。Further, the liquid helium tank 13 in the vacuum vessel 10 houses the cooling medium 201 and the second superconducting coil assembly 12. The second superconducting coil assembly 12 has coils e and e ′, and generates a shield magnetic field for active shielding of a leakage magnetic field leaking from the main magnetic field generated by the first superconducting coil assembly 11. The first superconducting coil assembly 11 and the second superconducting coil assembly 12 are connected in series and excited by the static magnetic field power supply 100.
【００４０】真空容器１０内の被検者導入空間２００に
は、傾斜磁界発生コイル部１０１とＲＦコイル部１０２
とが配置されている。傾斜磁界発生コイル部１０１及び
ＲＦコイル部１０２は、中に被検者を導入できる円筒構
造体である。傾斜磁界発生コイル部１０１はＸ軸傾斜磁
界発生コイル、Ｙ軸傾斜磁界発生コイル及びＺ軸傾斜磁
界発生コイルからなる。ＲＦコイル部１０２は、送信コ
イル及び受信コイルからなる。傾斜磁界発生コイル部１
０１は傾斜磁界電源１０３により励磁される。ＲＦコイ
ル部１０２は、送受信器１０４により送受信駆動され
る。傾斜磁界電源１０３及びＲＦコイル部１０２は、シ
ーケンサ１０５により制御される。シーケンサ１０５
は、スピンエコー法の磁気共鳴パルスシーケンスに従っ
て傾斜磁界電源１０３及びＲＦコイル部１０２を制御す
る。A gradient magnetic field generating coil portion 101 and an RF coil portion 102 are provided in a subject introducing space 200 in the vacuum container 10.
And are arranged. The gradient magnetic field generating coil unit 101 and the RF coil unit 102 are cylindrical structures into which a subject can be introduced. The gradient magnetic field generating coil unit 101 includes an X-axis gradient magnetic field generating coil, a Y-axis gradient magnetic field generating coil, and a Z-axis gradient magnetic field generating coil. The RF coil unit 102 includes a transmission coil and a reception coil. Gradient magnetic field generating coil unit 1
01 is excited by the gradient magnetic field power source 103. The RF coil unit 102 is driven by the transceiver 104 for transmission and reception. The gradient magnetic field power supply 103 and the RF coil unit 102 are controlled by the sequencer 105. Sequencer 105
Controls the gradient magnetic field power supply 103 and the RF coil unit 102 according to the magnetic resonance pulse sequence of the spin echo method.
【００４１】このパルスシーケンスの実行によって、被
検者の特定部位に磁気共鳴現象を生じさせ、これに伴い
ＲＦコイル部１０２からは磁気共鳴信号が得られる。こ
の磁気共鳴信号をコンピュータシステム１０６にて処理
し、磁気共鳴断層像の磁気共鳴情報が作成され、これは
モニタ１０７に表示される。静磁界電源１００、傾斜磁
界電源１０３、送受信器１０４、ＲＦコイル部１０２、
コンピュータシステム１０６及びモニタ１０７は電気ユ
ニットを成している。By executing this pulse sequence, a magnetic resonance phenomenon is caused at a specific portion of the subject, and a magnetic resonance signal is obtained from the RF coil section 102 accordingly. This magnetic resonance signal is processed by the computer system 106 to create magnetic resonance information of a magnetic resonance tomographic image, which is displayed on the monitor 107. Static magnetic field power supply 100, gradient magnetic field power supply 103, transceiver 104, RF coil unit 102,
The computer system 106 and monitor 107 form an electrical unit.
【００４２】なお、このＭＲＩシステムは、傾斜磁界発
生コイル部１０１により発生された傾斜磁界をアクティ
ブ・グラディエント・シールドするアクティブ・グラデ
ィエント・シールド・コイル部を有することができる。The MRI system may have an active gradient shield coil section for active gradient shielding the gradient magnetic field generated by the gradient magnetic field generating coil section 101.
【００４３】次に、第２実施形態に係る超電導型静磁界
発生磁石について説明する。なお、第１超電導コイルア
センブリ１１及び第２超電導コイルアセンブリ１２の構
成以外は、図１〜図３に示した第１実施形態とほぼ同様
に構成されている。Next, the superconducting static magnetic field generating magnet according to the second embodiment will be described. Note that, except for the configurations of the first superconducting coil assembly 11 and the second superconducting coil assembly 12, it has substantially the same configuration as that of the first embodiment shown in FIGS. 1 to 3.
【００４４】図５は、第２実施形態における各コイルの
配置関係をより具体的に示すために、磁気中心軸１４に
対して垂直な方向からみた断面図である。第１超電導コ
イルアセンブリ３１は、９個の超電導コイルａ〜ｅ、
ｂ′〜ｅ′を有しており、第２超電導コイルアセンブリ
３２は５個の超電導コイルｆ〜ｈ、ｇ′〜ｈ′を有して
いる。なお、中央部に位置している超電導コイルａは本
来一つの超電導コイルをなしているが、説明の便宜上共
通中央面１５にて二つの超電導コイルａ、ａ′に分割し
て示している。超電導コイルｆ、ｆ′についても同様で
ある。FIG. 5 is a sectional view as seen from a direction perpendicular to the magnetic center axis 14 in order to more specifically show the positional relationship of the coils in the second embodiment. The first superconducting coil assembly 31 includes nine superconducting coils a to e,
b ′ to e ′, and the second superconducting coil assembly 32 has five superconducting coils f to h and g ′ to h ′. Although the superconducting coil a located at the central portion originally forms one superconducting coil, it is shown divided into two superconducting coils a and a ′ on the common center plane 15 for convenience of explanation. The same applies to the superconducting coils f and f '.
【００４５】図５に示すように、第１超電導コイルアセ
ンブリ３１を構成する各コイルは磁気中心軸１４に沿っ
て同心的に配置されるとともに、磁気中心軸１４に垂直
な共通中央面１５に対して対称な位置関係となるように
配置される。すなわち、コイルａとａ′、ｂとｂ′、ｃ
とｃ′、ｄとｄ′、ｅとｅ′がそれぞれ対称に配置され
ている。第１超電導コイルアセンブリ３１の両端近傍、
例えば両端部から２番目のコイル対ｄ、ｄ′が大径コイ
ル部Ｖとなっており、その他が小径コイル部Ｗとなって
いる。As shown in FIG. 5, the coils constituting the first superconducting coil assembly 31 are arranged concentrically along the magnetic center axis 14 and with respect to the common center plane 15 perpendicular to the magnetic center axis 14. Are arranged so as to have a symmetrical positional relationship. That is, coils a and a ', b and b', c
And c ', d and d', e and e'are arranged symmetrically. Near both ends of the first superconducting coil assembly 31,
For example, the second coil pair d and d'from both ends is the large-diameter coil portion V, and the others are the small-diameter coil portions W.
【００４６】第２超電導コイルアセンブリ３２を構成す
る各コイル対ｆとｆ′、ｇとｇ′、ｈとｈ′も共通中央
面１５に対して対称的に設けられている。図６は、図５
に示した第１超電導コイルアセンブリ３１と第２超電導
コイルアセンブリ３２とのコイル配線図である。図６に
示すように、第１超電導コイルアセンブリ３１の超電導
コイルｅ′〜ａ′、ａ〜ｅと、第２超電導コイルアセン
ブリ３２の超電導コイルｈ〜ｆ、ｆ′〜ｈ′が全て直列
に接続されている。そして第１超電導コイルアセンブリ
３１の超電導コイルｅ′の一端及び第２超電導コイルア
センブリ３２の超電導コイルｈ′の一端は、電源供給端
子Ｅ１、Ｅ２にそれぞれ接続されている。尚、ＳＷは永
久電流スイッチ、Ｒはクエンチ時のミイル損傷を防止す
るための保護抵抗である。The coil pairs f and f ', g and g', h and h'constituting the second superconducting coil assembly 32 are also provided symmetrically with respect to the common center plane 15. 6 is shown in FIG.
3 is a coil wiring diagram of a first superconducting coil assembly 31 and a second superconducting coil assembly 32 shown in FIG. As shown in FIG. 6, the superconducting coils e ′ to a ′ and a to e of the first superconducting coil assembly 31 and the superconducting coils h to f and f ′ to h ′ of the second superconducting coil assembly 32 are all connected in series. Has been done. One end of the superconducting coil e ′ of the first superconducting coil assembly 31 and one end of the superconducting coil h ′ of the second superconducting coil assembly 32 are connected to the power supply terminals E1 and E2, respectively. Incidentally, SW is a permanent current switch, and R is a protective resistance for preventing damage to the miss at the time of quenching.
【００４７】上記第２実施形態に示した超電導型静磁界
発生磁石の作用効果は第１実施形態のものとほぼ同様で
あるが、大径コイル部Ｖが第１超電導コイルアセンブリ
３１の両端近傍の２個所に設けられていることから、磁
石１０の長さが比較的長い場合において、その作用効果
がより適確に発揮されることになる。The operation and effect of the superconducting static magnetic field generating magnet shown in the second embodiment is almost the same as that of the first embodiment, but the large-diameter coil portion V is located near both ends of the first superconducting coil assembly 31. Since the magnets 10 are provided at two locations, the action and effect thereof can be more accurately exhibited when the length of the magnet 10 is relatively long.
【００４８】上述し且つ図示した各実施形態をまとめる
と次の通りである。 (1) 実施形態に示された超電導型静磁界発生磁石は、
常温ボア１６の外周を包囲し第１磁気を発生する、小径
コイルａ，ａ´，ｂ，ｂ´，ｃ，´ｃと、大径コイルｄ
とを有する第１超電導コイルアセンブリ１１と、第１超
電導コイルアセンブリ１１の外周を包囲し第２磁気を発
生する第２超電導コイルアセンブリ１２とを有する。超
電導型静磁界発生磁石は、常温ボア１６の中心部の作用
空間１７に前記第１磁気と前記第２磁気とからなる合成
磁気を与える。The above-described and illustrated embodiments are summarized as follows. (1) The superconducting static magnetic field generating magnet shown in the embodiment is
Small-diameter coils a, a ', b, b', c, 'c that surround the outer circumference of the room temperature bore 16 and generate the first magnetism, and a large-diameter coil d.
And a second superconducting coil assembly 12 that surrounds the outer periphery of the first superconducting coil assembly 11 and that generates a second magnetism. The superconducting static magnetic field generating magnet gives a combined magnetism composed of the first magnetism and the second magnetism to the working space 17 at the center of the room temperature bore 16.
【００４９】第１超電導コイルアセンブリ１１と第２超
電導コイルアセンブリ１２とは電気的に直列に接続され
ている。第１超電導コイルアセンブリ１１の少なくとも
一部分（Ｖ）である大径コイルｄは、小径コイルａ，ａ
´，ｂ，ｂ´，ｃ，´ｃから離れ且つ第２超電導コイル
アセンブリ１２の近傍又は外周に設けられている。超電
導型静磁界発生磁石は、第１超電導コイルアセンブリ１
１が発生する前記第１磁気の高次磁気成分と第２超電導
コイルアセンブリ１２が発生する前記第２磁気の高次磁
気成分とが合成すると略零になるような磁気を発生す
る。これにより、常温ボア１６の中央部の作用空間１７
に一様な合成磁気を与える。The first superconducting coil assembly 11 and the second superconducting coil assembly 12 are electrically connected in series. The large-diameter coil d, which is at least a part (V) of the first superconducting coil assembly 11, includes the small-diameter coils a, a.
It is provided in the vicinity or the outer periphery of the second superconducting coil assembly 12 apart from ′, b, b ′, c and ′ c. The superconducting static magnetic field generating magnet is the first superconducting coil assembly 1
When the high-order magnetic component of the first magnet generated by 1 and the high-order magnetic component of the second magnet generated by the second superconducting coil assembly 12 are combined, a magnetism that becomes substantially zero is generated. As a result, the working space 17 at the center of the room temperature bore 16
Gives uniform synthetic magnetism to.
【００５０】このように超電導型静磁界発生磁石におい
ては、第１超電導コイルアセンブリ１１の少なくとも一
部（例えば、中央部位の大径コイルｄ又は両端近傍の大
径コイルｄ、ｄ′）を第２超電導コイルアセンブリ１２
の近傍又は外周に設けたので、高次磁気成分を発生する
コイルが常温ボア１６内の作用空間１７から遠くなり、
常温ボア１６内に高均一で広い磁気空間が容易に得られ
る。これと同時に、磁石１０の外部では漏洩磁界が低減
される。さらに、磁石長を短くすることができるため、
既存の病院建屋に対して容易に搬入・据付することがで
きる。また、患者の閉所感を低減させ得るものとなる。As described above, in the superconducting static magnetic field generating magnet, at least a part of the first superconducting coil assembly 11 (for example, the large-diameter coil d in the central portion or the large-diameter coils d, d'in the vicinity of both ends) is provided in the second superconducting coil assembly 11. Superconducting coil assembly 12
Since it is provided in the vicinity of or on the outer periphery of the coil, the coil that generates a high-order magnetic component becomes far from the working space 17 in the room temperature bore 16,
A highly uniform and wide magnetic space can be easily obtained in the room temperature bore 16. At the same time, the leakage magnetic field is reduced outside the magnet 10. Furthermore, since the magnet length can be shortened,
It can be easily loaded and installed in the existing hospital building. In addition, the feeling of closure of the patient can be reduced.
【００５１】(2) 実施形態に示された超電導型静磁界
発生磁石は、常温ボア１６の外周を包囲し第１磁気を発
生する第１超電導コイルアセンブリ３１と、第１超電導
コイルアセンブリ３１の外周を包囲し第２磁気を発生す
る第２超電導コイルアセンブリ３２とを有する。超電導
型静磁界発生磁石は、常温ボア１６中心部の作用空間１
７に前記第１磁気と前記第２磁気とからなる合成磁気を
与える。第１超電導コイルアセンブリ３１と第２超電導
コイルアセンブリ３２とは電気的に直列に接続されてい
る。第１超電導コイルアセンブリ３１の少なくとも磁気
中心軸１４の軸方向中央部位のコイルｄは、前記第２超
電導コイルアセンブリ３２の近傍又は外周に配置されて
いる。超電導型静磁界発生磁石は、第１超電導コイルア
センブリ３１が発生する前記第１磁気の高次磁気成分と
第２超電導コイルアセンブリ３２が発生する前記第２磁
気の高次磁気成分とが合成すると略零になるような磁気
を発生する。これにより、前記常温ボア１６中心部の作
用空間１７に一様な合成磁気を与える。(2) The superconducting static magnetic field generating magnet shown in the embodiment includes the first superconducting coil assembly 31 that surrounds the outer periphery of the room temperature bore 16 and generates the first magnetism, and the outer periphery of the first superconducting coil assembly 31. And a second superconducting coil assembly 32 that surrounds the magnetic field and generates a second magnetism. The superconducting static magnetic field generating magnet has a working space 1 at the center of the room temperature bore 16.
A composite magnetism composed of the first magnetism and the second magnetism is given to 7. The first superconducting coil assembly 31 and the second superconducting coil assembly 32 are electrically connected in series. The coil d at least in the axial central portion of the magnetic center shaft 14 of the first superconducting coil assembly 31 is arranged near or around the second superconducting coil assembly 32. The superconducting static magnetic field generating magnet is substantially composed of the higher magnetic component of the first magnet generated by the first superconducting coil assembly 31 and the higher magnetic component of the second magnet generated by the second superconducting coil assembly 32. Generates magnetism that makes it zero. As a result, uniform synthetic magnetism is applied to the working space 17 at the center of the room temperature bore 16.
【００５２】従って、上記超電導型静磁界発生磁石にお
いては、上記（１）の場合と同様な作用効果を奏する
上、第１超電導コイルアセンブリ３１の少なくとも中央
部位のコイルｄを第２超電導コイルアセンブリ３２の近
傍又は外周に設けたので、漏洩磁界の低減及び高均一な
磁気空間の生成がより確実に行われる。Therefore, in the above-mentioned superconducting static magnetic field generating magnet, the same operational effect as in the case of the above (1) is obtained, and at least the coil d at the central portion of the first superconducting coil assembly 31 is connected to the second superconducting coil assembly 32. Since it is provided in the vicinity of or on the outer periphery, the leakage magnetic field can be reduced and a highly uniform magnetic space can be generated more reliably.
【００５３】(3) 実施形態に示された超電導型静磁界
発生磁石は、常温ボア１６の外周を包囲し第１磁気を発
生する第１超電導コイルアセンブリ３１と、前記第１超
電導コイルアセンブリ３１の外周を包囲し第２磁気を発
生する第２超電導コイルアセンブリ３２とを有する。超
電導型静磁界発生磁石は、前記常温ボア１６中心部の作
用空間１７に、前記第１磁気と前記第２磁気とからなる
合成磁気を与える。前記第１超電導コイルアセンブリ３
１と前記第２超電導コイルアセンブリ３２とは電気的に
直列に接続されている。前記第１超電導コイルアセンブ
リ３１の少なくとも磁気中心軸１４の軸方向両端近傍の
コイル対ｄ、ｄ′は、前記第２超電導コイルアセンブリ
３２の近傍又は外周に設けられている。超電導型静磁界
発生磁石は、前記第１超電導コイルアセンブリ３１が発
生する前記第１磁気の高次磁気成分と前記第２超電導コ
イルアセンブリ３２が発生する前記第２磁気の高次磁気
成分とが合成すると略零になるような磁気を発生する。
これにより、前記常温ボア１６中心部の作用空間１７に
一様な合成磁気を与える。(3) The superconducting static magnetic field generating magnet shown in the embodiment includes the first superconducting coil assembly 31 which surrounds the outer periphery of the room temperature bore 16 and generates the first magnetism, and the first superconducting coil assembly 31. And a second superconducting coil assembly 32 that surrounds the outer circumference and generates the second magnetism. The superconducting static magnetic field generating magnet gives a combined magnetism composed of the first magnetism and the second magnetism to the working space 17 at the center of the room temperature bore 16. The first superconducting coil assembly 3
1 and the second superconducting coil assembly 32 are electrically connected in series. The coil pairs d and d ′ of at least the axial ends of the magnetic center shaft 14 of the first superconducting coil assembly 31 are provided near or on the outer periphery of the second superconducting coil assembly 32. The superconducting static magnetic field generating magnet combines the higher magnetic component of the first magnet generated by the first superconducting coil assembly 31 and the higher magnetic component of the second magnet generated by the second superconducting coil assembly 32. Then, magnetism is generated which becomes almost zero.
As a result, uniform synthetic magnetism is applied to the working space 17 at the center of the room temperature bore 16.
【００５４】従って上記超電導型静磁界発生磁石におい
ては、上記（１）と同様の作用効果を奏する上、第１超
電導コイルアセンブリ３１の少なくとも両端近傍を第２
超電導コイルアセンブリ３２の外周に設けたので、第
１，第２超電導コイルアセンブリ３１，３２の軸方向長
さが短い場合でも、漏洩磁界の低減及び高均一な磁気空
間の生成が適確に行なわれる。Therefore, in the above-mentioned superconducting static magnetic field generating magnet, in addition to the same operational effect as the above (1), at least the vicinity of both ends of the first superconducting coil assembly 31 becomes the second.
Since it is provided on the outer circumference of the superconducting coil assembly 32, even if the axial lengths of the first and second superconducting coil assemblies 31 and 32 are short, the leakage magnetic field can be reduced and a highly uniform magnetic space can be appropriately generated. .
【００５５】(4) 実施形態に示された超電導型静磁界
発生磁石は、上記（１）〜（３）に記載の装置であっ
て、かつ第２超電導コイルアセンブリ１２，３２の外周
に設けられた前記第１超電導コイルアセンブリ１１，３
１の大径コイル部Ｖが磁石１０の中心部に生じる零次磁
気成分は合成磁気のほぼ５％である。(4) The superconducting static magnetic field generating magnet shown in the embodiment is the device described in (1) to (3) above, and is provided on the outer periphery of the second superconducting coil assemblies 12, 32. The first superconducting coil assembly 11, 3
The zero-order magnetic component generated in the central portion of the magnet 10 by the large-diameter coil portion 1 of 1 is approximately 5% of the composite magnetism.
【００５６】従って、上記超電導型静磁界発生磁石にお
いては、前記第１超電導コイルアセンブリ１１又は３１
の小径コイル部Ｗ、大径コイル部Ｖ、第２超電導コイル
アセンブリ１２又は３２の軸方向ズレ（組立て誤差）に
よる均一度の劣化が大径コイル部Ｖなしに比べて１／１
０になる。このため、高均一な磁気が発生する装置が容
易に得られる。Therefore, in the superconducting static magnetic field generating magnet, the first superconducting coil assembly 11 or 31 is used.
Of the small-diameter coil portion W, the large-diameter coil portion V, and the second superconducting coil assembly 12 or 32 due to axial misalignment (assembly error) causes deterioration in uniformity of 1/1.
It becomes 0. Therefore, it is possible to easily obtain a device in which highly uniform magnetism is generated.
【００５７】(5) 実施形態に示された超電導型静磁界
発生磁石は、上記（１）〜（４）に記載の装置であっ
て、かつ磁石の長さＬと常温ボア径Ｄ１との比Ｌ／Ｄ１
が、Ｌ／Ｄ１≦２．１である。(5) The superconducting static magnetic field generating magnet shown in the embodiment is the apparatus described in (1) to (4) above, and the ratio of the length L of the magnet to the room temperature bore diameter D1. L / D1
Is L / D1 ≦ 2.1.
【００５８】従って上記超電導型静磁界発生磁石におい
ては上記（１）〜（３）が容易に達成でき、上記（１）
〜（３）と同様の作用効果を奏する上、磁石長を短くす
ることができるため既存の病院建屋への搬入・据付が容
易となる。Therefore, in the superconducting static magnetic field generating magnet, the above (1) to (3) can be easily achieved, and the above (1)
Since the magnet length can be shortened in addition to the same effect as (3), it can be easily carried into and installed in an existing hospital building.
【００５９】(6) 実施形態に示された超電導型静磁界
発生磁石は、上記（１）〜（５）に記載の装置であっ
て、かつ磁石外径Ｄ２と常温ボア径Ｄ１との比Ｄ２／Ｄ
１がＤ２／Ｄ１≦２である。(6) The superconducting static magnetic field generating magnet shown in the embodiment is the device described in (1) to (5) above, and has a ratio D2 of the magnet outer diameter D2 and the room temperature bore diameter D1. / D
1 is D2 / D1 ≦ 2.
【００６０】従って、上述した超電導型静磁界発生磁石
においては、上記（１）〜（３）が容易に達成でき、上
記（１）〜（３）と同様の作用効果を奏する上、磁石外
径を縮小することができるため、既存の病院建屋への搬
入・据付がさらに容易になる。Therefore, in the above-mentioned superconducting static magnetic field generating magnet, the above (1) to (3) can be easily achieved, and the same effect as the above (1) to (3) can be obtained, and the magnet outer diameter can be obtained. Since it can be reduced in size, it becomes easier to carry in and install it in the existing hospital building.
【００６１】[0061]
【発明の効果】よって、本発明にる超電導型静磁界発生
磁石及びＭＲＩシステムは、高い均一性を有する静磁界
を得ることができ、しかも装置のコンパクト化を図るこ
とができ、既存の病院建屋に容易に搬入・据付すること
ができ、さらに患者に閉所感を与えずに済む。As described above, according to the superconducting static magnetic field generating magnet and the MRI system of the present invention, a static magnetic field having high uniformity can be obtained, and further, the apparatus can be made compact, and the existing hospital building can be obtained. It can be easily carried in and installed, and does not give the patient a sense of closure.
【図１】本発明の第１実施形態に係るＭＲＩシステムの
超電導型静磁界発生磁石を一部切断して示す斜視図。FIG. 1 is a perspective view showing a partially cut superconducting static magnetic field generating magnet of an MRI system according to a first embodiment of the present invention.
【図２】本発明の第１実施形態に係る各超電導コイルの
配置関係を示す断面図。FIG. 2 is a cross-sectional view showing an arrangement relationship of each superconducting coil according to the first embodiment of the present invention.
【図３】本発明の第１実施形態に係る各超電導コイルの
接続状態を示す配線図。FIG. 3 is a wiring diagram showing a connection state of each superconducting coil according to the first embodiment of the present invention.
【図４】第１実施形態に係る各超電導コイルを使用した
ＭＲＩシステムを示す図。FIG. 4 is a diagram showing an MRI system using each superconducting coil according to the first embodiment.
【図５】本発明の第２実施形態に係る各超電導コイルの
配置関係を示す断面図。FIG. 5 is a cross-sectional view showing an arrangement relationship of each superconducting coil according to a second embodiment of the present invention.
【図６】本発明の第２実施形態に係る各超電導コイルの
接続状態を示す配線図。FIG. 6 is a wiring diagram showing a connection state of each superconducting coil according to a second embodiment of the present invention.
【図７】従来のアクティブ磁気シールドを有する静磁界
発生磁石を一部切断して示す斜視図。FIG. 7 is a perspective view showing a static magnetic field generating magnet having a conventional active magnetic shield by partially cutting it.
【図８】従来の各コイルの配置関係を示す図。FIG. 8 is a diagram showing a positional relationship between conventional coils.
１０…超電導型静磁界磁石（真空容器） １１…第１超
電導コイルアセンブリ １２…第２超電導コイルアセンブリ １３…液体ヘ
リウムタンク １４…磁界中心軸 １５…共通中
央面 １６…常温ボア １７…磁場均
一空間 １８…熱輻射シールド １９…多層断
熱材 ２０…真空容器 ２１〜２４…真空容
器脚部 Ｖ…大径コイル部 Ｗ…小径コイ
ル部 ａ〜ｃ…超電導コイル ａ´〜ｃ´…超電
導コイル ｄ…超電導コイル ｅ、ｅ´…超電導コ
イル Ｔ１…電源供給端子 Ｔ２…電源供
給端子 ３１…第１超電導コイルアセンブリ ３２…第２超
電導コイルアセンブリ ｈ〜ｆ…超電導コイル ｆ´〜ｈ´…超電
導コイル １００…静磁界電源 １０１…傾斜
磁界発生コイル部 １０２…ＲＦコイル部 １０３…傾斜
磁界電源 １０４…送受信器 １０５…シー
ケンサ １０６…コンピュータシステム １０７…モニ
タ ２００…被検者導入空間 ２０１…冷却
媒体DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Superconducting static magnetic field magnet (vacuum container) 11 ... 1st superconducting coil assembly 12 ... 2nd superconducting coil assembly 13 ... Liquid helium tank 14 ... Magnetic field center axis 15 ... Common center plane 16 ... Room temperature bore 17 ... Magnetic field uniform space 18 ... Heat radiation shield 19 ... Multilayer heat insulating material 20 ... Vacuum container 21-24 ... Vacuum container leg V ... Large diameter coil portion W ... Small diameter coil portion a-c ... Superconducting coil a'-c '... Superconducting coil d ... Superconducting coil e, e '... Superconducting coil T1 ... Power supply terminal T2 ... Power supply terminal 31 ... First superconducting coil assembly 32 ... Second superconducting coil assembly hf ... Superconducting coil f'-h' ... Superconducting coil 100 ... Static magnetic field power supply 101 ... Gradient magnetic field generating coil section 102 ... RF coil section 103 ... Gradient magnetic field power source 104 ... Transceiver 105 ... Sequencer 106 ... Computer system 107 ... Monitor 200 ... Subject introduction space 201 ... Cooling medium
Claims (9)
を所定領域に発生する第１コイルアセンブリと、 前記主磁界から漏洩する漏洩磁界をアクティブシールド
するためシールド磁界を発生する第２コイルアセンブリ
とを具備することを特徴とする静磁界発生磁石。1. A first coil assembly having a small-diameter coil and a large-diameter coil, which generates a main magnetic field in a predetermined region, and a second coil which generates a shield magnetic field for active shielding of a leakage magnetic field leaking from the main magnetic field. And a static magnetic field generating magnet.
し且つ前記大径コイルから高次磁界成分を前記所定領域
に発生するように、前記第２コイルアセンブリ及び前記
所定領域との関係で配置されていることを特徴とする請
求項１に記載の静磁界発生磁石。2. The small-diameter coil and the large-diameter coil are configured to generate a low-order magnetic field component from the small-diameter coil in the predetermined region and a high-order magnetic field component from the large-diameter coil to the predetermined region. The static magnetic field generating magnet according to claim 1, wherein the static magnetic field generating magnet is arranged in relation to the second coil assembly and the predetermined region.
に配置されていることを特徴とする請求項１又は２に記
載の静磁界発生磁石。3. The static magnetic field generating magnet according to claim 1, wherein the small-diameter coil is arranged on both sides of the large-diameter coil.
に、前記所定領域に発生した合成磁界のほぼ５％の零次
磁界を生成することを特徴とする請求項１乃至３のいず
れかに記載の静磁界発生磁石。4. The large-diameter coil generates a zero-order magnetic field, which is approximately 5% of the combined magnetic field generated in the predetermined region, at the center of the predetermined region. A static magnetic field generating magnet according to claim 1.
／Ｄ１が、Ｌ／Ｄ１≦２．１であることを特徴とする請
求項１乃至４のいずれかに記載の静磁界発生磁石。5. A ratio L between the magnet length L and the diameter D1 of the predetermined region.
/ D1 is L / D1 <= 2.1, The static magnetic field generating magnet in any one of Claim 1 thru | or 4 characterized by the above-mentioned.
比Ｄ１／Ｄ１が、Ｄ２／Ｄ１≦１であることを特徴とす
る請求項１乃至５のいずれかに記載の静磁界発生磁石。6. The static magnetic field generation according to claim 1, wherein a ratio D1 / D1 of the magnet outer diameter D2 and the diameter D1 of the predetermined region is D2 / D1 ≦ 1. magnet.
電導コイルアセンブリであることを特徴とする請求項１
乃至６のいずれかに記載の静磁界発生磁石。7. The first and second coil assemblies are superconducting coil assemblies.
7. The static magnetic field generating magnet according to any one of 1 to 6.
及び大径コイルを有し、主磁界を所定領域に発生する第
１コイルアセンブリと、 前記コンテナ内に前記冷却媒体と共に収容され、前記第
１コイルアセンブリによる前記主磁界から漏洩する漏洩
磁界をアクティブシールドするためシールド磁界を発生
する第２コイルアセンブリと、 前記コンテナの前記被検者導入空間に配置された傾斜磁
界発生部と、 前記コンテナの前記被検者導入空間に配置されたＲＦユ
ニットと前記傾斜磁界発生部及び前記ＲＦユニットを制
御し、前記ＲＦユニットから得られる磁気共鳴信号に基
づき磁気共鳴情報を生成する電気ユニットとを具備する
ことを特徴とするＭＲＩシステム。8. A container having a space for introducing a subject, a first coil assembly housed in the container together with a cooling medium, having a small diameter coil and a large diameter coil, and generating a main magnetic field in a predetermined region, A second coil assembly that is housed in the container together with the cooling medium and that generates a shield magnetic field to actively shield a leakage magnetic field that leaks from the main magnetic field generated by the first coil assembly; and a space for introducing the subject in the container. A gradient magnetic field generation unit arranged, an RF unit arranged in the subject introduction space of the container, the gradient magnetic field generation unit and the RF unit are controlled, and a magnetic field is generated based on a magnetic resonance signal obtained from the RF unit. An MRI system comprising: an electric unit for generating resonance information.
磁界をアクティブ・グラディエント・シールドするアク
ティブ・グラディエント・シールド・コイル部を更に具
備することを特徴とする請求項８に記載のＭＲＩシステ
ム。9. The MRI system according to claim 8, further comprising an active gradient shield coil unit for active gradient shielding the gradient magnetic field generated by the gradient magnetic field generating unit.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8026953A JPH08288120A (en) | 1995-02-14 | 1996-02-14 | Static magnetic field generating magnet and mri system |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7-25170 | 1995-02-14 | ||
| JP2517095 | 1995-02-14 | ||
| JP8026953A JPH08288120A (en) | 1995-02-14 | 1996-02-14 | Static magnetic field generating magnet and mri system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08288120A true JPH08288120A (en) | 1996-11-01 |
Family
ID=26362764
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8026953A Pending JPH08288120A (en) | 1995-02-14 | 1996-02-14 | Static magnetic field generating magnet and mri system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08288120A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008048923A (en) * | 2006-08-25 | 2008-03-06 | Hitachi Ltd | Mri-pet system |
-
1996
- 1996-02-14 JP JP8026953A patent/JPH08288120A/en active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008048923A (en) * | 2006-08-25 | 2008-03-06 | Hitachi Ltd | Mri-pet system |
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